JPS61100231A - 呼吸監視装置 - Google Patents
呼吸監視装置Info
- Publication number
- JPS61100231A JPS61100231A JP59222708A JP22270884A JPS61100231A JP S61100231 A JPS61100231 A JP S61100231A JP 59222708 A JP59222708 A JP 59222708A JP 22270884 A JP22270884 A JP 22270884A JP S61100231 A JPS61100231 A JP S61100231A
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- JP
- Japan
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- sensor
- subject
- exhalation
- inhalation
- flow rate
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
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Abstract
(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
〔発明の技術分野〕
本発明は、治療中、又は手術直後の患者（被検者）の呼
吸状態を長時間監視する呼吸監視装置にかかり、特に、
心臓の拍動（（、ａｒｄｉａｃ Ｑｓｃｉｌａｔｉｏｎ
）による呼気状態の誤判定を防止可能とした呼吸監視装
置に関する。
吸状態を長時間監視する呼吸監視装置にかかり、特に、
心臓の拍動（（、ａｒｄｉａｃ Ｑｓｃｉｌａｔｉｏｎ
）による呼気状態の誤判定を防止可能とした呼吸監視装
置に関する。
この種の呼吸監視装置としては、超音波流世計、ＣＯ２
センサ、圧力センサからの流凹情報に基き呼吸状態を表
わす呼吸パラメータ（呼吸気のＣＯ２分圧、気道内圧、
流量等）を連続して測定・表示し、さらに１呼吸毎に求
まる２次的なパラメータ（単位時間当りの呼吸数、１回
換気量、分時換気量、分時ＣＯ２排出量、死控換気率、
肺コンプライアンス、気道抵抗等）を計算して表示する
ものがある。
センサ、圧力センサからの流凹情報に基き呼吸状態を表
わす呼吸パラメータ（呼吸気のＣＯ２分圧、気道内圧、
流量等）を連続して測定・表示し、さらに１呼吸毎に求
まる２次的なパラメータ（単位時間当りの呼吸数、１回
換気量、分時換気量、分時ＣＯ２排出量、死控換気率、
肺コンプライアンス、気道抵抗等）を計算して表示する
ものがある。
上記におけるおける２次的なパラメータを求めるために
は、呼気、吸気の判定を正確に行なう必要がある。例え
ば、呼気の判定条件を流量が“十″であるとし、吸気の
判定条件を流量が１１ １１であるとすると第２図及び
第３図に示すようになる。
は、呼気、吸気の判定を正確に行なう必要がある。例え
ば、呼気の判定条件を流量が“十″であるとし、吸気の
判定条件を流量が１１ １１であるとすると第２図及び
第３図に示すようになる。
即ち、第２図は上記呼吸監視装置で得られた呼吸気の流
量の時間的変化を示す波形図であり、第３図は心臓の拍
動により肺が拡大・収縮し、これによって生じた呼吸気
の脈動が呼気状態の波形に重なった場合を示す波形図で
ある。
量の時間的変化を示す波形図であり、第３図は心臓の拍
動により肺が拡大・収縮し、これによって生じた呼吸気
の脈動が呼気状態の波形に重なった場合を示す波形図で
ある。
上記において第１図に示す流量波形では、呼気と吸気と
の波形が零点を境界として明確に現われでいるので、呼
気、吸気の判定は確実に行なわれる。しかし乍、第３図
に示す流量波形では、心臓の拍動にる呼吸気の脈動が呼
気状態の波形に重っでいるので、例えば図示Ａ部は呼気
状態の末端であるのに、流量が″“十〜−〜十〜−゛で
あることから、呼吸と判定されてしまう場合がある。従
って、これにより算出された上記パラメータは正確な値
でなく、信頼性に欠けるものであった。
の波形が零点を境界として明確に現われでいるので、呼
気、吸気の判定は確実に行なわれる。しかし乍、第３図
に示す流量波形では、心臓の拍動にる呼吸気の脈動が呼
気状態の波形に重っでいるので、例えば図示Ａ部は呼気
状態の末端であるのに、流量が″“十〜−〜十〜−゛で
あることから、呼吸と判定されてしまう場合がある。従
って、これにより算出された上記パラメータは正確な値
でなく、信頼性に欠けるものであった。
本発明は上記事情に基いてなされたもので、そジ
の目的とするところは、心臓の拍動による呼気状態の誤
判定を防止し、高精度なパラメータを算出可能とした呼
吸監視装置を提供することにある。
の目的とするところは、心臓の拍動による呼気状態の誤
判定を防止し、高精度なパラメータを算出可能とした呼
吸監視装置を提供することにある。
かかる目的を達成するために本発明では、被検者の呼吸
回路に設けられ呼吸気の流量及びＣＯ２濃度を測定する
センサと、このセンサからの流量情報に基いて上記被検
者の呼気、吸気を判定する第１の判定手段と、上記セン
サからのＣ０２ｉ１１度情報に基いて上記被検者の呼気
、吸気を判定する第２の判定手段と、上記第１の判定手
段による呼気判定を上記第２の判定手段の判定結果に基
き補正し上記被検者の呼気、吸気を総合判定する総合判
定手段と、この総合判定手段の出力と上記センサからの
出力に基き上記被検者の呼吸パラメータを算出する算出
手段とから構成されたことを特徴とする。
回路に設けられ呼吸気の流量及びＣＯ２濃度を測定する
センサと、このセンサからの流量情報に基いて上記被検
者の呼気、吸気を判定する第１の判定手段と、上記セン
サからのＣ０２ｉ１１度情報に基いて上記被検者の呼気
、吸気を判定する第２の判定手段と、上記第１の判定手
段による呼気判定を上記第２の判定手段の判定結果に基
き補正し上記被検者の呼気、吸気を総合判定する総合判
定手段と、この総合判定手段の出力と上記センサからの
出力に基き上記被検者の呼吸パラメータを算出する算出
手段とから構成されたことを特徴とする。
以下本発明に係る呼吸監視装置を第１図に示す一実施例
に従い説明する。
に従い説明する。
即ち・１部１検者Ｐ（７）口控内１挿入さｔ″′５図示
！しない人工呼吸気の気道チューブＴの管路上に介
挿されたセンサであり、このセンサ１はその内部を通過
する呼吸気の流量を例えば超音波センサを用いて超音波
伝搬時間差法等により流ωを測定すると共に上記呼吸気
の００２１８度を、ＣＯ２の赤外線吸収特性を利用して
測定し、それらの情報を出力するようになっている。
！しない人工呼吸気の気道チューブＴの管路上に介
挿されたセンサであり、このセンサ１はその内部を通過
する呼吸気の流量を例えば超音波センサを用いて超音波
伝搬時間差法等により流ωを測定すると共に上記呼吸気
の００２１８度を、ＣＯ２の赤外線吸収特性を利用して
測定し、それらの情報を出力するようになっている。
２はセンサ１からの流量情報に基き、例えば第３図に示
すような呼気状態と吸気状態とを判定する第１の判定回
路である。
すような呼気状態と吸気状態とを判定する第１の判定回
路である。
３はセンサ１からのＣＯ２濃度情報に基き、例えば第４
図に示すような呼気状態と吸気状態とを判定する第２の
判定回路であり、この第２の判定回路３では、所定の閾
値Ｅを設定し、この閾値Ｅを越えた場合を呼気状態と判
定するようにしている。即ち、第４図において吸気では
当然の如くＣ０２ａ１度は零であり、呼気に移ると徐々
にＣ０２ｉ！１度は増加する。そして、例えば図示８部
では、心臓の拍動にる呼吸気の脈動が呼気に重っている
ので、第３図の図示Ａ部の流量が“十〜−〜十〜−″で
あるに対応してＣＯ２濃度は増減する。従って、上記閾
値Ｅを越えた場合を呼気状態と見なすことにより、正し
く呼気状態を判定することが可能となる。尚、上記にお
けるＢ部の現象は、センサ１（ガスセンサ）付近で被検
者Ｐの呼気と人工呼吸器からの新鮮な空気とが混在し、
心臓の拍動にってそれが脈動することにより生じるもの
である。
図に示すような呼気状態と吸気状態とを判定する第２の
判定回路であり、この第２の判定回路３では、所定の閾
値Ｅを設定し、この閾値Ｅを越えた場合を呼気状態と判
定するようにしている。即ち、第４図において吸気では
当然の如くＣ０２ａ１度は零であり、呼気に移ると徐々
にＣ０２ｉ！１度は増加する。そして、例えば図示８部
では、心臓の拍動にる呼吸気の脈動が呼気に重っている
ので、第３図の図示Ａ部の流量が“十〜−〜十〜−″で
あるに対応してＣＯ２濃度は増減する。従って、上記閾
値Ｅを越えた場合を呼気状態と見なすことにより、正し
く呼気状態を判定することが可能となる。尚、上記にお
けるＢ部の現象は、センサ１（ガスセンサ）付近で被検
者Ｐの呼気と人工呼吸器からの新鮮な空気とが混在し、
心臓の拍動にってそれが脈動することにより生じるもの
である。
４は第１の判定回路２からの流量情報と第２の判定回路
３からのＣＯ２１１度情報に基き被検者Ｐの呼気状態と
吸気状態とを総合判定する総合判定回路である。
３からのＣＯ２１１度情報に基き被検者Ｐの呼気状態と
吸気状態とを総合判定する総合判定回路である。
５は総合判定回路４からの最終的な呼気状態と吸気状態
とを示す情報（以下位相情報と称する）及びセンサ１か
らの流量情報、ＣＯ２′ａ度情報に基き呼吸パラメータ
及び２次的なパラメータを算出する演算回路である。
とを示す情報（以下位相情報と称する）及びセンサ１か
らの流量情報、ＣＯ２′ａ度情報に基き呼吸パラメータ
及び２次的なパラメータを算出する演算回路である。
次に上記の如く構成された本実施例の作用について説明
する。即ち、センサ１からの流量情報として第３図に示
すような波形が１ｑられ、センサ１からのＣＯ２１部度
情報として第４図に示す波形が得られたとする。
する。即ち、センサ１からの流量情報として第３図に示
すような波形が１ｑられ、センサ１からのＣＯ２１部度
情報として第４図に示す波形が得られたとする。
第３図のＡ部及び第４図のＢ部は共に心臓の拍動にる呼
吸気の脈動が呼気に重った場合であり、ここで、第１の
判定回路２は第３図のＡ部を呼気状態にもかかわらす１
呼吸と判定してしまう。一方、第４図の８部では、ＣＯ
２濃度は増減しているものの波形が上記閾値Ｅを超えて
いるので、第２の判定回路３は呼気状態と判定する。
吸気の脈動が呼気に重った場合であり、ここで、第１の
判定回路２は第３図のＡ部を呼気状態にもかかわらす１
呼吸と判定してしまう。一方、第４図の８部では、ＣＯ
２濃度は増減しているものの波形が上記閾値Ｅを超えて
いるので、第２の判定回路３は呼気状態と判定する。
尚、ＣＯ２温度の増減する現象においては、Ｃ０２ａ５
度が零になることはない。即ち、心臓の拍動による空気
の脈動はその絶対量が小さいので、センサ１（ガスセン
サ）付近で被検者Ｐの呼気と人工呼吸器からの新鮮な空
気とは混在し、それらの完全な入換えはなされないから
である。
度が零になることはない。即ち、心臓の拍動による空気
の脈動はその絶対量が小さいので、センサ１（ガスセン
サ）付近で被検者Ｐの呼気と人工呼吸器からの新鮮な空
気とは混在し、それらの完全な入換えはなされないから
である。
次に、総合判定回路４において第１の判定回路２及び第
２の判定回路３からの判定結果により被検者Ｐの呼気状
態と吸気状態とを総合判定し、その位相情報を演算回路
５に出力する。演算回路５では総合判定回路４からの位
相情報、センサ１からの流量情報、及びＣＯＺ １度情
報により呼吸パラメータ及び２次的なパラメータを算出
する。
２の判定回路３からの判定結果により被検者Ｐの呼気状
態と吸気状態とを総合判定し、その位相情報を演算回路
５に出力する。演算回路５では総合判定回路４からの位
相情報、センサ１からの流量情報、及びＣＯＺ １度情
報により呼吸パラメータ及び２次的なパラメータを算出
する。
ここで、総合判定回路４では、吸気開始点のタイミング
等の時間的な精度の高い検出を、第１の判定回路２から
の流量情報に基く判定結果により行ない、呼気状態と吸
気状態との判定を、第２の判定回路３からのＣＯ２１１
度情報に基く判定結果により行なうようにしている。
等の時間的な精度の高い検出を、第１の判定回路２から
の流量情報に基く判定結果により行ない、呼気状態と吸
気状態との判定を、第２の判定回路３からのＣＯ２１１
度情報に基く判定結果により行なうようにしている。
以上述べたように本実施例では、流量情報に基いて吸気
開始点のタイミング等の精度の高い検出を行な（＋’％
、ＣＯ２濃度情報に基いて呼気状態と吸気状態との判定
を行なうようにしているので、高精度なパラメータが算
出可能となる。
開始点のタイミング等の精度の高い検出を行な（＋’％
、ＣＯ２濃度情報に基いて呼気状態と吸気状態との判定
を行なうようにしているので、高精度なパラメータが算
出可能となる。
本発明は上記実施例に限定されるものではなく、本発明
の要旨を逸脱しない範囲で種々変形して実施できるもの
である。
の要旨を逸脱しない範囲で種々変形して実施できるもの
である。
以上述べたように本発明によれば、被検者の呼吸回路に
設けられ呼吸気の流量及びＣＯ２濃度を測定する０ンサ
と・０′）センサ力゛らの流量情報１ １基いて
上記被検者の呼気、吸気を判定する第１の判定手段と、
上記センサからのＣＯ２ｉ１！１部報に基いて上記被検
者の呼気、吸気を判定する第２の判定手段と、上記第１
の判定手段による呼気判定を上記第２の判定手段の判定
結果に基き補正し上記被検者の呼気、吸気を総合判定す
る総合判定手段と、この総合判定手段の出゛力と上記セ
ンサからの出力に基き上記被検者の呼吸パラメータ盆算
出する算出手段とから構成したので、心臓の拍動による
呼気状態の誤判定を防止し、高精度なパラメータを算出
可能とした呼吸監視装置が提供できる。
設けられ呼吸気の流量及びＣＯ２濃度を測定する０ンサ
と・０′）センサ力゛らの流量情報１ １基いて
上記被検者の呼気、吸気を判定する第１の判定手段と、
上記センサからのＣＯ２ｉ１！１部報に基いて上記被検
者の呼気、吸気を判定する第２の判定手段と、上記第１
の判定手段による呼気判定を上記第２の判定手段の判定
結果に基き補正し上記被検者の呼気、吸気を総合判定す
る総合判定手段と、この総合判定手段の出゛力と上記セ
ンサからの出力に基き上記被検者の呼吸パラメータ盆算
出する算出手段とから構成したので、心臓の拍動による
呼気状態の誤判定を防止し、高精度なパラメータを算出
可能とした呼吸監視装置が提供できる。
第１図は本発明に係る呼吸監視装置の一寅茄例を示すブ
ロック図、第２図及び第３図は呼吸気の流ｄの時間的変
化を示すものであり第２図は心臓の拍動が影響されてい
ない場合を示す波形図、第３図は心臓の拍動が影響して
いる場合を示す波形図、第４図は心臓の拍動が影響して
いる場合における呼吸気のＣＯ２１度の時間的変化を示
す波形図である。 １・・・センサ、２・・・第１の判定回路、３・・・第
２の判定回路、４・・・総合判定回路５・・・演算回路
。
ロック図、第２図及び第３図は呼吸気の流ｄの時間的変
化を示すものであり第２図は心臓の拍動が影響されてい
ない場合を示す波形図、第３図は心臓の拍動が影響して
いる場合を示す波形図、第４図は心臓の拍動が影響して
いる場合における呼吸気のＣＯ２１度の時間的変化を示
す波形図である。 １・・・センサ、２・・・第１の判定回路、３・・・第
２の判定回路、４・・・総合判定回路５・・・演算回路
。
Claims (1)
- 被検者の呼吸回路に設けられ呼吸気の流量及びＣＯ２濃
度を測定するセンサと、このセンサからの流量情報に基
いて上記被検者の呼気、吸気を判定する第１の判定手段
と、上記センサからのＣＯ２濃度情報に基いて上記被検
者の呼気、吸気を判定する第２の判定手段と、上記第１
の判定手段による呼気判定を上記第２の判定手段の判定
結果に基き補正し上記被検者の呼気、吸気を総合判定す
る総合判定手段と、この総合判定手段の出力と上記セン
サからの出力に基き上記被検者の呼吸パラメータを算出
する算出手段とから構成されたことを特徴とする呼吸監
視装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP59222708A JPS61100231A (ja) | 1984-10-23 | 1984-10-23 | 呼吸監視装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP59222708A JPS61100231A (ja) | 1984-10-23 | 1984-10-23 | 呼吸監視装置 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS61100231A true JPS61100231A (ja) | 1986-05-19 |
Family
ID=16786659
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP59222708A Pending JPS61100231A (ja) | 1984-10-23 | 1984-10-23 | 呼吸監視装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS61100231A (ja) |
Cited By (12)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2004010870A1 (en) * | 2002-07-25 | 2004-02-05 | Draeger Medical, Inc. | Breath detection system |
| JP2010233611A (ja) * | 2009-03-30 | 2010-10-21 | Nippon Koden Corp | 呼吸波形解析装置 |
| JP2011522570A (ja) * | 2008-04-29 | 2011-08-04 | オリディオン メディカル １９８７ リミテッド | 無線カプノグラフィ |
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| US11191449B2 (en) | 2013-08-30 | 2021-12-07 | Capnia, Inc. | Neonatal carbon dioxide measurement system |
| US11331004B2 (en) | 2013-02-12 | 2022-05-17 | Capnia, Inc. | Sampling and storage registry device for breath gas analysis |
-
1984
- 1984-10-23 JP JP59222708A patent/JPS61100231A/ja active Pending
Cited By (18)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
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| US9675300B2 (en) | 2010-09-02 | 2017-06-13 | Koninklijke Philips N.V. | Intuitive presentation of ventilation effectiveness |
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| JP2015503962A (ja) * | 2011-12-21 | 2015-02-05 | キャプニア, インク.Capnia, Inc. | 呼吸パラメータの頻度に関する補償による、呼気気体の体積の採集および分析 |
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